ES2659018T3 - System and method to diagnose the performance of a sensor using analyte independent ratiometric signals - Google Patents
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Abstract
Un método para realizar una prueba de diagnóstico en un sensor de analito, que comprende las etapas de: introducir una proteína de unión de analito suspendida en una matriz en un entorno de analito, estando dicha proteína de unión marcada con un colorante fluorescente con un espectro de intensidad relacionado con una concentración de dicha concentración de analito en dicho entorno; medir una primera intensidad fluorescente en un primer componente de frecuencia que es superior a una frecuencia isosbéstica del colorante; medir una segunda intensidad fluorescente en un segundo componente de frecuencia que es inferior a la frecuencia isosbéstica; determinar un valor de coeficiente de intensidad independiente de glucosa (GIIC) basado en la primera y segunda intensidades fluorescentes; diagnosticar un rendimiento de dicho detector de analito basado en dicha determinación, caracterizado por que una relación entre el primer componente de frecuencia y el segundo componente de frecuencia para el colorante se define por: R >= (R0 + Rinf([G]/KD)) / (l + [G]/KD) donde [G] es la concentración de analito; R es la relación a una concentración de analito dada; R0 es la relación de bandas espectrales a una concentración de analito cero; Rinf es la relación de bandas espectrales a una concentración de analito infinita (saturante); y KD es una constante de disociación aparente para el sistema, preferiblemente en el que el analito es glucosa, y [G] es la concentración de glucosa, y la intensidad independiente de glucosa se calcula de acuerdo con la siguiente ecuación: GII >= (KDg / KDb - 1) * Fb * Fg + Fb * (Fginf - (KDg / KDb) * Fg0) +Fg (Fb0 - (KDg / KDb) * Fbinf) donde GII es la intensidad independiente de la glucosa; Fb es la intensidad medida del primer componente de frecuencia; Fg es la intensidad medida del segundo componente de frecuencia; KDg es la constante de disociación determinada cuando se usa solo el segundo componente de frecuencia; KDb es la constante de disociación determinada cuando se usa solo el primer componente de frecuencia; Fginf es la intensidad del segundo componente de frecuencia a la concentración saturada; Fg0 es la intensidad del segundo componente de frecuencia a concentración cero; Fbinf es la intensidad del primer componente de frecuencia a la concentración saturada; y Fb0 es la intensidad del primer componente de frecuencia a concentración cero.A method for performing a diagnostic test on an analyte sensor, comprising the steps of: introducing an analyte binding protein suspended in a matrix in an analyte environment, said binding protein being labeled with a fluorescent dye with a spectrum of intensity related to a concentration of said analyte concentration in said environment; measuring a first fluorescent intensity in a first frequency component that is greater than an isosbestic frequency of the dye; measure a second fluorescent intensity in a second frequency component that is lower than the isosbestic frequency; determine a glucose independent intensity coefficient (GIIC) value based on the first and second fluorescent intensities; diagnose a performance of said analyte detector based on said determination, characterized in that a relationship between the first frequency component and the second frequency component for the dye is defined by: R> = (R0 + Rinf ([G] / KD )) / (l + [G] / KD) where [G] is the analyte concentration; R is the ratio to a given analyte concentration; R0 is the ratio of spectral bands to a zero analyte concentration; Rinf is the ratio of spectral bands to an infinite (saturating) analyte concentration; and KD is an apparent dissociation constant for the system, preferably in which the analyte is glucose, and [G] is the glucose concentration, and the independent glucose intensity is calculated according to the following equation: GII> = ( KDg / KDb - 1) * Fb * Fg + Fb * (Fginf - (KDg / KDb) * Fg0) + Fg (Fb0 - (KDg / KDb) * Fbinf) where GII is the glucose independent intensity; Fb is the measured intensity of the first frequency component; Fg is the measured intensity of the second frequency component; KDg is the dissociation constant determined when only the second frequency component is used; KDb is the dissociation constant determined when only the first frequency component is used; Fginf is the intensity of the second frequency component at the saturated concentration; Fg0 is the intensity of the second frequency component at zero concentration; Fbinf is the intensity of the first frequency component at the saturated concentration; and Fb0 is the intensity of the first frequency component at zero concentration.
Description
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DESCRIPCIONDESCRIPTION
Sistema y método para diagnosticar el rendimiento de un sensor utilizando señales ratiométricas independientes del analitoSystem and method to diagnose the performance of a sensor using analyte independent ratiometric signals
ANTECEDENTES DE LA INVENCIÓNBACKGROUND OF THE INVENTION
Campo de la InvenciónField of the Invention
La presente invención se refiere a un sistema y a un método para diagnosticar el rendimiento de un sensor. Más particularmente, la presente invención se refiere a un sistema y a un método para diagnosticar el rendimiento de un sensor utilizando señales ratiométricas independientes del analito.The present invention relates to a system and a method for diagnosing the performance of a sensor. More particularly, the present invention relates to a system and a method for diagnosing the performance of a sensor using analyte independent ratiometric signals.
Descripción de la técnica relacionada:Description of the related technique:
Los sensores de glucosa son un elemento esencial en la gestión de la diabetes. En particular, los sensores de glucosa continuos proporcionan numerosas ventajas sobre los sensores de glucosa episódicos o las tiras de prueba de glucosa para los dedos convencionales. Sin embargo, es crítico para el éxito de un sensor de glucosa continuo una determinación o diagnóstico del rendimiento del sensor. Los sensores de glucosa continuos existentes se vuelven menos sensibles con el tiempo y finalmente fallan y necesitan ser reemplazados. Como tal, es importante monitorizar el rendimiento de un sensor de glucosa continuo, y sustituir el sensor cuando el rendimiento cae por debajo de un nivel aceptable.Glucose sensors are an essential element in diabetes management. In particular, continuous glucose sensors provide numerous advantages over episodic glucose sensors or glucose test strips for conventional fingers. However, a determination or diagnosis of the sensor's performance is critical to the success of a continuous glucose sensor. Existing continuous glucose sensors become less sensitive over time and eventually fail and need to be replaced. As such, it is important to monitor the performance of a continuous glucose sensor, and replace the sensor when the performance falls below an acceptable level.
Una dificultad con los sistemas de medición de fluorescencia se debe a la naturaleza inherentemente ruidosa de las señales de intensidad. La detección ratiométrica aprovecha una propiedad muy estable de los espectros de emisión de colorantes. Es decir, la relación de diferentes bandas dentro de los espectros es relativamente insensible a cambios en la intensidad global de los espectros. Las fluctuaciones en la potencia de emisión o en la eficiencia óptica del sistema, dentro de los límites, no afectan a la relación medida entre diferentes bandas de frecuencias, siempre que las bandas elegidas estén razonablemente libres de ruido. Los sensores de glucosa continuos basados en una proteína de unión a la glucosa marcada de manera fluorescente (GBP) pueden aprovechar la detección ratiométrica para obtener lecturas más precisas.A difficulty with fluorescence measurement systems is due to the inherently noisy nature of intensity signals. Ratiometric detection takes advantage of a very stable property of dye emission spectra. That is, the ratio of different bands within the spectra is relatively insensitive to changes in the overall intensity of the spectra. Fluctuations in the emission power or the optical efficiency of the system, within the limits, do not affect the measured ratio between different frequency bands, provided that the bands chosen are reasonably free of noise. Continuous glucose sensors based on a fluorescently labeled glucose binding protein (GBP) can take advantage of ratiometric detection to obtain more accurate readings.
Como se muestra, por ejemplo, en la figura 1, la respuesta de frecuencia para un sensor de glucosa continuo basado en GBP etiquetado incluye un punto isosbéstico 100. Es decir, hay una frecuencia para la que la respuesta de intensidad es independiente de la concentración del analito objetivo. El punto isosbéstico se ha utilizado para medir el rendimiento del sensor independientemente de la concentración del analito. Sin embargo, la señal del punto isosbéstico no tiene utilidad en la medición de la concentración del analito, ya que por su naturaleza no cambia en respuesta a la concentración del analito. En sistemas ratiométricos existentes, se deben medir diferentes bandas de frecuencia para determinar la concentración de glucosa, ya que la intensidad en el punto isosbéstico no se correlaciona con la concentración de glucosa. Cuando ninguna de las bandas de frecuencia medidas está estrechamente centrada en el punto isosbéstico de los espectros, el diagnóstico de las perturbaciones de intensidad es más difícil debido a que ambas bandas de intensidad medidas cambian en respuesta a los cambios de concentración del analito y a los cambios del sistema. Sería beneficioso poder extraer una señal libre de ruido que corresponda a la concentración de analito solamente y una señal independiente del analito que corresponde al estado del sistema solamente, sin que sea necesario medir el punto isosbéstico además de al menos otras dos frecuencias. Dicha combinación no se ha demostrado previamente con un sistema de detección de GBP continuo.As shown, for example, in Figure 1, the frequency response for a GBP-based continuous glucose sensor labeled includes an isosbestic point 100. That is, there is a frequency for which the intensity response is independent of the concentration. of the objective analyte. The isosbestic point has been used to measure sensor performance regardless of analyte concentration. However, the isosbestic point signal has no utility in measuring the analyte concentration, since by its nature it does not change in response to the analyte concentration. In existing ratiometric systems, different frequency bands must be measured to determine the glucose concentration, since the intensity at the isosbestic point does not correlate with the glucose concentration. When neither of the measured frequency bands is closely centered on the isosbestic point of the spectra, the diagnosis of intensity disturbances is more difficult because both measured intensity bands change in response to changes in analyte concentration and changes of the system. It would be beneficial to be able to extract a noise-free signal that corresponds to the analyte concentration only and a signal independent of the analyte that corresponds to the state of the system only, without it being necessary to measure the isosbestic point in addition to at least two other frequencies. This combination has not been previously demonstrated with a continuous GBP detection system.
El documento US 5.094.958 divulga un sensor químico óptico de fibra para la medición de oxígeno y un método en el que el racionamiento de las intensidades a 390 nm y 480 nm (correspondiente a un GIIC) en cualquier concentración de oxígeno da el rendimiento del sensor independiente de muchas variables que afectan al rendimiento FOCS.US 5,094,958 discloses a fiber optic chemical sensor for the measurement of oxygen and a method in which rationing intensities at 390 nm and 480 nm (corresponding to a GIIC) at any oxygen concentration gives the performance of the independent sensor of many variables that affect FOCS performance.
El documento US 2011/010586 divulga un sensor óptico para detectar glucosa en sangre. El sensor comprende un sistema indicador químico dispuesto dentro de un espacio entre el extremo distal de una fibra óptica y una porción de punta atraumática, en el que la fibra óptica y la porción de punta atraumática están acopladas mediante un elemento de acoplamiento, tal como una varilla o hipotubo o jaula que atraviesa el espacio. El sensor comprende además unos medios para generar y detectar una señal de referencia óptica no relacionada con la glucosa en sangre, de manera que se habilita la corrección ratiométrica de las mediciones de glucosa en sangre para artefactos en el sistema óptico.US 2011/010586 discloses an optical sensor to detect blood glucose. The sensor comprises a chemical indicator system disposed within a space between the distal end of an optical fiber and an atraumatic tip portion, in which the optical fiber and the atraumatic tip portion are coupled by a coupling element, such as a rod or hypotube or cage that crosses the space. The sensor further comprises means for generating and detecting an optical reference signal not related to blood glucose, so that ratiometric correction of blood glucose measurements for artifacts in the optical system is enabled.
Por consiguiente, existe la necesidad de un sistema y un método para diagnosticar el rendimiento de un sensor utilizando señales ratiométricas independientes del analito. En un sistema de este tipo, preferiblemente pueden usarse las mismas señales para la medición del analito y para el diagnóstico independiente del analito, minimizando así la complejidad del sistema y el número de mediciones que deben tomarse. Preferiblemente, se selecciona un par de señal para optimizar la mejor señal analítica posible, tal como para la relación de señal a ruido más alta sobre el intervalo analítico esperado, al mismo tiempo que proporciona una capacidad de diagnóstico del sensor.Therefore, there is a need for a system and method to diagnose the performance of a sensor using independent analyte ratiometric signals. In such a system, the same signals can preferably be used for analyte measurement and for independent analyte diagnosis, thus minimizing the complexity of the system and the number of measurements to be taken. Preferably, a signal pair is selected to optimize the best possible analytical signal, such as for the highest signal to noise ratio over the expected analytical range, while providing a diagnostic capability of the sensor.
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SUMARIO DE LA INVENCION De acuerdo con un aspecto de las realizaciones de la presente invención, se proporciona un método para realizar una prueba de diagnóstico en un sensor de analito. El método incluye la introducción de proteína de unión a glucosa suspendida en matriz (GBP) marcada con un colorante sensible al medio ambiente en un entorno de analito. El colorante fluoresce a una intensidad relacionada con una concentración de la concentración de analito en el medio ambiente. Se mide una primera intensidad fluorescente en un primer componente de frecuencia que es más alto que una frecuencia isosbéstica del colorante. Una segunda intensidad fluorescente se mide en un segundo componente de frecuencia que es inferior a la frecuencia isosbéstica. Se determina un valor de coeficiente de intensidad independiente de glucosa (GIIC) basado en la primera y segunda intensidades fluorescentes. Finalmente, se determina un rendimiento del sensor de analito en base al valor GIIC.SUMMARY OF THE INVENTION According to one aspect of the embodiments of the present invention, a method for performing a diagnostic test on an analyte sensor is provided. The method includes the introduction of matrix-suspended glucose binding protein (GBP) labeled with an environmentally sensitive dye in an analyte environment. The dye fluoresces at an intensity related to a concentration of the analyte concentration in the environment. A first fluorescent intensity is measured in a first frequency component that is higher than an isosbestic dye frequency. A second fluorescent intensity is measured in a second frequency component that is lower than the isosbestic frequency. An independent glucose intensity coefficient (GIIC) value is determined based on the first and second fluorescent intensities. Finally, an analyte sensor performance is determined based on the GIIC value.
De acuerdo con otro aspecto de las realizaciones de la presente invención, se proporciona un sistema para realizar una prueba de diagnóstico en un sensor de analito. El sistema comprende un elemento de proteína de unión a la glucosa (GBP) suspendido en una matriz fluorescente marcado con colorante, adaptado para su introducción en un entorno de analito. El sistema incluye además un dispositivo de medición de intensidad de fluorescencia para medir la intensidad de fluorescencia en las respectivas primera y segunda frecuencias, siendo la primera frecuencia más alta que la frecuencia isosbéstica del colorante, y la segunda frecuencia siendo inferior a la frecuencia isosbéstica. El sistema incluye un procesador para determinar un valor de coeficiente de intensidad independiente de glucosa (GIIC) basado en la primera y segunda intensidades de fluorescencia medidas y para determinar un rendimiento del sensor de analito en base al valor GIIC determinado. Finalmente, el sistema incluye un dispositivo de salida para proporcionar una salida indicativa del rendimiento determinado.In accordance with another aspect of the embodiments of the present invention, a system for performing a diagnostic test on an analyte sensor is provided. The system comprises a glucose binding protein (GBP) element suspended in a fluorescent matrix labeled with dye, adapted for introduction into an analyte environment. The system also includes a fluorescence intensity measuring device to measure the fluorescence intensity at the respective first and second frequencies, the first frequency being higher than the isosbesthetic frequency of the dye, and the second frequency being lower than the isosbestic frequency. The system includes a processor to determine an independent glucose intensity coefficient (GIIC) value based on the first and second measured fluorescence intensities and to determine an analyte sensor performance based on the determined GIIC value. Finally, the system includes an output device to provide an output indicative of the determined performance.
Realizaciones de la invención son evidentes a partir de las reivindicaciones dependientes.Embodiments of the invention are apparent from the dependent claims.
BREVE DESCRIPCIÓN DE LAS FIGURAS DE LOS DIBUJOSBRIEF DESCRIPTION OF THE DRAWINGS FIGURES
La patente o solicitud contiene al menos un dibujo ejecutado en color. Copias de esta publicación de patente o de solicitud de patente con dibujos a color se proporcionarán mediante la Oficina a petición y bajo pago de la tasa necesaria.The patent or application contains at least one drawing executed in color. Copies of this patent or patent application publication with color drawings will be provided by the Office upon request and upon payment of the necessary fee.
Estas y otras características y ventajas de la presente invención serán más evidentes a partir de la descripción detallada de las realizaciones de ejemplo con referencia a los dibujos adjuntos, en los que:These and other features and advantages of the present invention will be more apparent from the detailed description of the exemplary embodiments with reference to the accompanying drawings, in which:
La figura 1 es una ilustración de bandas espectrales de una GBP ejemplar marcada con colorante de acrilodan en un intervalo de concentraciones de glucosa;Figure 1 is an illustration of spectral bands of an exemplary GBP labeled with acrylodan dye in a range of glucose concentrations;
La figura 2 es una ilustración de diversos parámetros de calibración para espectros de acrilodan/GBP; La figura 3 es una ilustración de bandas espectrales de acrilodan/GBP ejemplares en solución;Figure 2 is an illustration of various calibration parameters for acrilodan / GBP spectra; Figure 3 is an illustration of exemplary acrilodan / GBP spectral bands in solution;
La figura 4 ilustra ejemplos de glucosa real frente a mediciones de bandas verdes y azules usando un sensor de acrilodan/GBP de acuerdo con una realización de la presente invención;Figure 4 illustrates examples of real glucose versus green and blue band measurements using an acrylodan / GBP sensor according to an embodiment of the present invention;
La figura 5 ilustra valores de intensidad independientes de la glucosa derivados de mediciones de bandas azules y verdes de acuerdo con una realización ejemplar de la presente invención;Figure 5 illustrates glucose independent intensity values derived from blue and green band measurements in accordance with an exemplary embodiment of the present invention;
La figura 6 ilustra mediciones de glucosa reales y calculadas por el sensor a lo largo del tiempo, así como mediciones de bandas azules y verdes y una intensidad independiente de glucosa derivada de las bandas azules y verdes en un sensor de acrilodan/GBP continuo funcionando correctamente de acuerdo con una realización ejemplar de la presente invención; yFigure 6 illustrates real and calculated glucose measurements by the sensor over time, as well as blue and green band measurements and an independent glucose intensity derived from the blue and green bands on a continuous acrilodan / GBP sensor functioning correctly. according to an exemplary embodiment of the present invention; Y
La figura 7 ilustra mediciones de glucosa real y calculadas por el sensor a lo largo del tiempo, así como mediciones de bandas azules y verdes y una intensidad independiente de glucosa derivada de las bandas azules y verdes en un sensor de acrilodan/GBP continuo que funciona incorrectamente de acuerdo con una realización ejemplar de la presente invención.Figure 7 illustrates actual and calculated glucose measurements by the sensor over time, as well as blue and green band measurements and an independent glucose intensity derived from the blue and green bands in a continuous acrilodan / GBP sensor that works incorrectly in accordance with an exemplary embodiment of the present invention.
A lo largo de los dibujos, se entenderá que los números de referencia similares se refieren a características y estructuras similares.Throughout the drawings, it will be understood that similar reference numbers refer to similar characteristics and structures.
DESCRIPCIÓN DETALLADA DE REALIZACIONES DE EJEMPLODETAILED DESCRIPTION OF EXAMPLE EMBODIMENTS
Como se describirá con más detalle a continuación, se ha descubierto que puede obtenerse una señal independiente de analito a partir de mediciones tomadas a frecuencias alejadas de la frecuencia isosbéstica. Es decir, las mismas dos mediciones correlacionadas de analito utilizadas para la determinación ratiométrica de la concentración de analito también pueden usarse ventajosamente para derivar y medir un rendimiento del sensor independiente del analito que puede usarse para realizar diagnósticos en el sensor. En cualquier sistema de detección de fluorescencia ratiométrica (tal como el sensor de glucosa BD GBP), donde las relaciones espectrales cambian en respuesta a la concentración de analito, incluso si las bandas de intensidad no contienen el punto isosbéstico del sistema, puede calcularse un valor de intensidad que es insensible a la concentración de analito. Esta concentración independiente de glucosa tiene un potencial de diagnóstico que las bandas de intensidad individualmente no tienen.As will be described in more detail below, it has been found that an independent analyte signal can be obtained from measurements taken at frequencies far from the isosbestic frequency. That is, the same two correlated analyte measurements used for the ratiometric determination of the analyte concentration can also be advantageously used to derive and measure a sensor performance independent of the analyte that can be used to perform diagnostics on the sensor. In any ratiometric fluorescence detection system (such as the BD GBP glucose sensor), where the spectral ratios change in response to the analyte concentration, even if the intensity bands do not contain the system's isosbestic point, a value can be calculated of intensity that is insensitive to analyte concentration. This independent glucose concentration has a diagnostic potential that the intensity bands individually do not have.
Para cualesquiera dos bandas dentro del espectro de emisión de un colorante fluorescente tal como acrilodan, se puede encontrar una relación que es una función de la concentración de glucosa:For any two bands within the emission spectrum of a fluorescent dye such as acrylodan, a ratio that is a function of glucose concentration can be found:
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R = {R0 + Rinf([G]/KD)} / (1 + [G]/KD) (1)R = {R0 + Rinf ([G] / KD)} / (1 + [G] / KD) (1)
dondewhere
[G] = concentración de glucosa[G] = glucose concentration
R = relación a una concentración dada de glucosaR = ratio to a given glucose concentration
R0 = relación de bandas espectrales a una concentración de glucosa ceroR0 = ratio of spectral bands to a zero glucose concentration
Rinf = relación de bandas espectrales a una concentración de glucosa (de saturación) infinitaRinf = ratio of spectral bands to an infinite (saturation) glucose concentration
KD = constante de disociación aparente para el sistemaKD = apparent dissociation constant for the system
que puede reescribirse comowhich can be rewritten as
[G] = KD (R-RO) / (Rinf-R). (2)
[G] = KD (R-RO) / (Rinf-R). (2)
También es cierto que esta ecuación puede escribirse para cualquier banda espectral (o para intensidad de pico, o centro de masa espectral, entre otras propiedades). Específicamente, esta ecuación puede escribirse para cada banda espectral utilizada para construir la señal ratiométrica.It is also true that this equation can be written for any spectral band (or for peak intensity, or spectral mass center, among other properties). Specifically, this equation can be written for each spectral band used to construct the ratiometric signal.
[G] = KDb (Fb-Fb0) / (Fbinf-Fb), (3)
[G] = KDb (Fb-Fb0) / (Fbinf-Fb), (3)
yY
[G] = KDg (Fg-Fg0) / (Fginf-Fg), (4)
[G] = KDg (Fg-Fg0) / (Fginf-Fg), (4)
donde Fb y Fg son mediciones de intensidad de los componentes de intensidad "azul" 102 y "verde" 104 (véase la figura 1).where Fb and Fg are intensity measurements of the intensity components "blue" 102 and "green" 104 (see Figure 1).
Las ecuaciones equivalentes (3) y (4) proporcionan,Equivalent equations (3) and (4) provide,
KDb (Fb-Fb0) / (Fbinf-Fb) = KDg (Fg-Fg0) / (Fginf-Fg) (5)
KDb (Fb-Fb0) / (Fbinf-Fb) = KDg (Fg-Fg0) / (Fginf-Fg) (5)
y reordenar para poner los términos de intensidad variable en el lado izquierdo de la ecuación resulta en:and reordering to put the terms of variable intensity on the left side of the equation results in:
(KDg/KDb -l) *Fb*Fg + Fb*(Fginf - (KDg/KDb) * Fg0) + Fg (Fb0 - (KDg/KDb) * Fbinf) =(KDg / KDb -l) * Fb * Fg + Fb * (Fginf - (KDg / KDb) * Fg0) + Fg (Fb0 - (KDg / KDb) * Fbinf) =
Fb0 * Fginf - (KDg/KDb) * Fg0* Fbinf (6)
Fb0 * Fginf - (KDg / KDb) * Fg0 * Fbinf (6)
Como puede apreciarse, el lado derecho de la ecuación (6) contiene solo términos que no dependen de la glucosa (Intensidad Independiente de glucosa, o GII). Por consiguiente, el lado izquierdo de la ecuación (6) también debe ser independiente de la glucosa.As can be seen, the right side of equation (6) contains only terms that do not depend on glucose (Glucose Independent Intensity, or GII). Therefore, the left side of equation (6) must also be independent of glucose.
(KDg/KDb -1) * Fb *Fg + Fb*(Fginf - (KDg/KDb) * Fg0) + Fg (Fb0 - (KDg/KDb) * Fbinf) = GII (7)(KDg / KDb -1) * Fb * Fg + Fb * (Fginf - (KDg / KDb) * Fg0) + Fg (Fb0 - (KDg / KDb) * Fbinf) = GII (7)
Usando la notación QF = Finf / F0, llegamos a:Using the notation QF = Finf / F0, we arrive at:
(KDg/KDb -1) *Fb*Fg + Fb*Fg0*(QFg - KDg/KDb) + Fg *Fb0*(l-(KDg/KDb) *QFb) = GII (8)(KDg / KDb -1) * Fb * Fg + Fb * Fg0 * (QFg - KDg / KDb) + Fg * Fb0 * (l- (KDg / KDb) * QFb) = GII (8)
Dejando queLeaving that
A = (KDg/KDb -1)A = (KDg / KDb -1)
B = Fg0*(QFg - KDg/KDb) C= Fb0*(l-(KDg/KDb) *QFb)B = Fg0 * (QFg - KDg / KDb) C = Fb0 * (l- (KDg / KDb) * QFb)
llegamos a:we arrived to:
A* Fb*Fg + B* Fb + C*Fg = GII (9)A * Fb * Fg + B * Fb + C * Fg = GII (9)
oor
A/C *Fb*Fg + B/C *Fb + Fg = GWC (10)A / C * Fb * Fg + B / C * Fb + Fg = GWC (10)
Por lo tanto, definimosTherefore, we define
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w = B/C = (QFg -KDg/KDb) / (KDg/KDb - QFb) * Fg0/Fb0. de manera que la ecuación (10) se convierte en:w = B / C = (QFg -KDg / KDb) / (KDg / KDb - QFb) * Fg0 / Fb0. so that equation (10) becomes:
A/C Fb*Fg + wFb + Fg = GWC (11)
A / C Fb * Fg + wFb + Fg = GWC (11)
La ecuación (11) se puede normalizar como sigue:Equation (11) can be normalized as follows:
A/C/ (1 + w) * Fb*Fg + (wFb + Fg) / (1 + w) = GD/C/(1 + w) (12)
A / C / (1 + w) * Fb * Fg + (wFb + Fg) / (1 + w) = GD / C / (1 + w) (12)
Para el caso en el que KDg/KDb esté cercano a 1, A se vuelve pequeño, de modo que la ecuación (11) se reduce a:In the case where KDg / KDb is close to 1, A becomes small, so that equation (11) is reduced to:
(wFb + Fg) / (1 + w) = GII/C/(1 + w) (13)
(wFb + Fg) / (1 + w) = GII / C / (1 + w) (13)
En la ecuación (13), la variable "w" puede denominarse coeficiente de intensidad independiente de glucosa (GIIC). En el caso en el que KDg/KDb es cercano a 1, w puede aproximarse comoIn equation (13), the variable "w" can be called glucose independent intensity coefficient (GIIC). In the case where KDg / KDb is close to 1, w can be approximated as
w = (QFg -1) / (1 - QFb) * Fg0/Fb0 (14)
w = (QFg -1) / (1 - QFb) * Fg0 / Fb0 (14)
Como se describió anteriormente, los sensores basados en fluorescencia son notoriamente sensibles a las variaciones de intensidad debidas a cambios en, por ejemplo, la eficiencia de la trayectoria óptica y el rendimiento cuántico del colorante. Las señales que no responden al analito en cuestión se usan a menudo para proporcionar una referencia para rastrear algunas de estas variaciones de intensidad, siempre que el evento generador de ruido impacte a ambas señales de la misma manera. Por esta razón, se utiliza a menudo detección ratiométrica. Una relación de dos componentes de la salida fluorescente puede estar directamente relacionada con la concentración de analito, y esa relación no se ve explícitamente afectada por los cambios generales en la intensidad fluorescente. Sin embargo, no se ha considerado que la señal ratiométrica contenga información de diagnóstico sobre el sistema, ya que los cambios en la concentración de analito no podrían separarse previamente de los cambios de señal.As described above, fluorescence-based sensors are notoriously sensitive to intensity variations due to changes in, for example, optical path efficiency and quantum dye performance. Signals that do not respond to the analyte in question are often used to provide a reference to track some of these intensity variations, provided that the noise generating event impacts both signals in the same way. For this reason, ratiometric detection is often used. A two component ratio of the fluorescent output may be directly related to the analyte concentration, and that relationship is not explicitly affected by the general changes in fluorescent intensity. However, the ratiometric signal has not been considered to contain diagnostic information about the system, since changes in analyte concentration could not be previously separated from the signal changes.
Sin embargo, en realizaciones de la presente invención, el mismo par de señales utilizado para generar información de concentración de analito puede usarse para generar información de diagnóstico. Además, no se requiere ningún cálculo de la concentración de analito para realizar la determinación diagnóstica.However, in embodiments of the present invention, the same pair of signals used to generate analyte concentration information can be used to generate diagnostic information. In addition, no calculation of the analyte concentration is required to perform the diagnostic determination.
Una realización preferida para la detección de glucosa utiliza los mismos principios generales de diseño considerados para los sensores GBP de glucosa existentes. Para ejemplos de sensores GBP, véanse las solicitudes de patente internacional WO 2006/044973, publicada el 27 de abril de 2006, WO 2007/124464, publicada el 1 de noviembre de 2007, y WO 2008/131360, publicada el 30 de octubre de 2008. Tales sensores son preferiblemente de sensores de pequeño tamaño y de larga duración, con fuertes características de señal a ruido y bajo consumo de energía. El uso de las señales para proporcionar información de diagnóstico ventajosamente no cambia las características físicas generales del sistema de sensores. Los cálculos adicionales requeridos para derivar la señal independiente del analito pueden realizarse dentro de la misma arquitectura de cálculo utilizada para procesar la señal del sensor en bruto y calcular la concentración de analito.A preferred embodiment for glucose detection uses the same general design principles considered for existing GBP glucose sensors. For examples of GBP sensors, see international patent applications WO 2006/044973, published on April 27, 2006, WO 2007/124464, published on November 1, 2007, and WO 2008/131360, published on October 30, 2008. Such sensors are preferably of small and long-lasting sensors, with strong signal to noise characteristics and low power consumption. The use of the signals to provide diagnostic information advantageously does not change the general physical characteristics of the sensor system. The additional calculations required to derive the independent analyte signal can be performed within the same calculation architecture used to process the raw sensor signal and calculate the analyte concentration.
Un ejemplo de realización de la invención se dirige al sensor de glucosa continuo de proteína de unión a la glucosa (GBP). Este sensor utiliza una combinación proteína-colorante específica para generar una señal fluorescente, y mide la salida en dos bandas de longitud de onda específica. Una banda de longitud de onda es preferiblemente una frecuencia más alta que el punto isosbéstico, y la otra longitud de onda es preferiblemente una frecuencia inferior al punto isosbéstico. Preferiblemente, las bandas de frecuencias altas y bajas se seleccionan para equilibrar la separación máxima de la frecuencia isosbéstica con la relación señal a ruido máxima dentro del intervalo de concentración de analito esperado relevante. En consecuencia, las frecuencias altas y bajas se seleccionan para estar lejos de la frecuencia isosbéstica, sin estar demasiado lejos, ya que la señal correlativa del analito disminuye en los extremos del espectro.An exemplary embodiment of the invention is directed to the glucose-binding protein continuous glucose sensor (GBP). This sensor uses a specific protein-dye combination to generate a fluorescent signal, and measures the output in two bands of specific wavelength. A band of wavelength is preferably a higher frequency than the isosbestic point, and the other wavelength is preferably a frequency lower than the isosbestic point. Preferably, the high and low frequency bands are selected to balance the maximum separation of the isosbestic frequency with the maximum signal to noise ratio within the relevant expected analyte concentration range. Consequently, the high and low frequencies are selected to be far from the isosbestic frequency, without being too far, since the correlative signal of the analyte decreases at the ends of the spectrum.
Como se apreciará, se pueden hacer variaciones en las combinaciones proteína-colorante mientras se mantiene la salida ratiométrica general, y estas proteínas de unión se pueden dirigir a analitos distintos de la glucosa. Véase, por ejemplo, R.M. de Lorimier, J. J. Smith y col., "Construction of a Fluorescent Biosensor Family", Protein Sci 11 (11) 2655-2675 (2002), para una lista de proteínas de unión y combinaciones de colorantes.As will be appreciated, variations in the protein-dye combinations can be made while maintaining the general ratiometric output, and these binding proteins can be directed to analytes other than glucose. See, for example, R.M. de Lorimier, J. J. Smith et al., "Construction of a Fluorescent Biosensor Family", Protein Sci 11 (11) 2655-2675 (2002), for a list of binding proteins and dye combinations.
Este método puede aplicarse también a sistemas basados en transferencia de energía resonante de Forster (FRET). En este caso, las dos partes de señal se originan a partir de dos colorantes diferentes situados en estrecha proximidad.This method can also be applied to systems based on Forster resonant energy transfer (FRET). In this case, the two signal parts originate from two different dyes located in close proximity.
La señal fluorescente generada por el colorante en, por ejemplo, un sensor de glucosa GBP es un espectro que cubre un intervalo de longitudes de onda. La señal en cada longitud de onda se ve afectada por los mismos fenómenos. Es decir, concentración de analito y concentración de colorante. En un sistema de detección ratiométrico, aunque la fuente de cambios de intensidad a lo largo del espectro es la misma, el impacto en diferentesThe fluorescent signal generated by the dye in, for example, a GBP glucose sensor is a spectrum that covers a range of wavelengths. The signal at each wavelength is affected by the same phenomena. That is, analyte concentration and dye concentration. In a ratiometric detection system, although the source of intensity changes along the spectrum is the same, the impact on different
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partes del espectro de emisión es diferente. Estos cambios se pueden caracterizar para todo el espectro en un entorno estable, tal como durante la calibración en fábrica de un sensor. Por lo tanto, las relaciones matemáticas que describen el impacto del analito pueden determinarse para todas las partes del espectro. En un sistema de detección ratiométrica de acuerdo con una realización de la invención, el par de relaciones que describen las señales de fluorescencia pueden combinarse ventajosamente para proporcionar una medida de la concentración de analito y una medida de intensidad de señal media que no cambia con la concentración de analito.Parts of the emission spectrum is different. These changes can be characterized for the entire spectrum in a stable environment, such as during the factory calibration of a sensor. Therefore, the mathematical relationships that describe the impact of the analyte can be determined for all parts of the spectrum. In a ratiometric detection system according to an embodiment of the invention, the pair of relationships that describe the fluorescence signals can be advantageously combined to provide a measure of analyte concentration and a measure of average signal intensity that does not change with the analyte concentration
Ejemplo 1: Espectros de solución (GBP-Acrilodan)Example 1: Solution spectra (GBP-Acrilodan)
Se tomaron espectros de GBP-acrilodan en disolución (medidas triplicadas a 0, 2,5, 5. 10, 20, 30 mM, FP001 Vial 1 Curva de titulación 061008, figura 1). Se restaron espectros de soluciones de tampón PBS sin proteína, colorante o glucosa (fondo) de todas las curvas. Las curvas de calibración se determinaron en cada longitud de onda para calcular una curva de respuesta de glucosa infinita y para determinar cómo cambiaron los parámetros de calibración en función de la longitud de onda (figura 2). R0 es precisamente la curva media de respuesta cero. Qx (respuesta a glucosa infinita/respuesta a cero) varió de acuerdo con una curva logística de 4 parámetros a través de la región de longitud de onda examinada. Como era de esperar, el punto donde Q = l es 523 nm, cerca del punto isosbéstico observado visualmente. KD es aproximadamente constante a través del espectro, aunque hay considerablemente más variabilidad cuando las longitudes de onda son mayores que el punto isosbéstico, debido más probablemente al pequeño intervalo dinámico y, por lo tanto, a la pequeña relación señal a ruido. Para un conjunto de tamaños de ventana de longitud de onda razonables, los KD no son significativamente diferentes a ambos lados de 523 nm (p > 0,1, ensayo de Student). Teniendo en cuenta un único par de bandas de longitud de onda centradas en 460 y 560 nm, se calculó una intensidad media según la ecuación (12) (figura 3). Obsérvese que la intensidad independiente de la glucosa es estable, mientras que las intensidades de bandas azules y verdes varían considerablemente entre el intervalo de glucosa. Para estos datos basados en la solución, el factor de corrección GIIC = 0,12 y KDg/KDb = 0,96.GBP-acrylodan spectra were taken in solution (triplicate measurements at 0, 2.5, 5. 10, 20, 30 mM, FP001 Vial 1 Titration curve 061008, figure 1). Spectra of PBS buffer solutions without protein, dye or glucose (background) were subtracted from all curves. The calibration curves were determined at each wavelength to calculate an infinite glucose response curve and to determine how the calibration parameters changed based on the wavelength (Figure 2). R0 is precisely the average zero response curve. Qx (infinite glucose response / zero response) varied according to a 4-parameter logistic curve across the wavelength region examined. As expected, the point where Q = 1 is 523 nm, near the visually observed isosbestic point. KD is approximately constant across the spectrum, although there is considerably more variability when the wavelengths are greater than the isosbestic point, most likely due to the small dynamic range and, therefore, the small signal-to-noise ratio. For a set of reasonable wavelength window sizes, the KDs are not significantly different on both sides of 523 nm (p> 0.1, Student's test). Taking into account a single pair of wavelength bands centered at 460 and 560 nm, an average intensity was calculated according to equation (12) (Figure 3). Note that the independent glucose intensity is stable, while the intensities of blue and green bands vary considerably between the glucose range. For this solution-based data, the correction factor GIIC = 0.12 and KDg / KDb = 0.96.
Para el intervalo dinámico máximo, una relación derivada de las bandas separadas lo más ampliamente posible proporcionará el intervalo más grande (es decir, QR = QFg / QFb, y QFg máximo y QFb mínimo se obtienen cerca de los bordes del espectro, véase el gráfico central en la figura 2). Sin embargo, desde un punto de vista general del rendimiento del sistema, el intervalo dinámico debe equilibrarse contra la pérdida de relación de señal a ruido a medida que las intensidades caen cerca de los bordes del espectro. Desde un punto de vista diagnóstico, una banda de longitud de onda centrada en el punto isosbéstico podría proporcionar información de diagnóstico, pero no información de concentración de analito. El uso de dos bandas de longitud de onda para generar una intensidad independiente del analito permite que la elección de la banda de longitud de onda sea accionada por los objetivos de rendimiento del sistema, a la vez que proporciona una capacidad de diagnóstico.For the maximum dynamic range, a ratio derived from the most widely separated bands will provide the largest range (ie QR = QFg / QFb, and maximum QFg and minimum QFb are obtained near the edges of the spectrum, see graph central in figure 2). However, from a general point of view of system performance, the dynamic range must be balanced against the loss of signal-to-noise ratio as intensities fall near the edges of the spectrum. From a diagnostic point of view, a wavelength band centered on the isosbestic point could provide diagnostic information, but not analyte concentration information. The use of two wavelength bands to generate an independent intensity of the analyte allows the choice of the wavelength band to be driven by the performance objectives of the system, while providing a diagnostic capability.
Ejemplo 2: Configuración de laboratorio (sensor de 25 ga-acrilodan)Example 2: Laboratory configuration (25 ga-acrilodan sensor)
Se analizaron las intensidades de los sensores a partir de un experimento de laboratorio de 3 días. Los sensores de PEG/GBP-acrilodan se expusieron a un perfil de glucosa continuamente variable a 34 °C durante 3 días. El perfil incluía dos escalas de calibración antes y después de tres días de glucosa variable (figura 4). La primera escala de calibración se utilizó para calcular los parámetros de calibración para cada banda de longitud de onda. Se calculó la intensidad independiente de la glucosa según la ecuación (12). La disminución de la intensidad debido al fotoblanqueo durante las escalas de calibración causa una mala estimación de los parámetros de calibración. Para corregir esto, se usó un modelo de disminución de intensidad [I = aN + b + c*exp (-N/tau), N = número de exposición] para ajustar las intensidades medidas. Los parámetros de calibración de la ecuación de unión se recalcularon para la primera escala, y se calculó una intensidad independiente de la glucosa, como se muestra en las líneas continuas en la figura 5. Como se puede observar en la figura 5, aunque permanecen fluctuaciones menores, la curva de intensidad resultante es muy estable frente a las grandes excursiones de concentración de glucosa. La solución de la ecuación (13) (término de producto de intensidad que cae) produce una curva similar (línea continua fina en la figura 5), pero con ligeras variaciones de intensidad durante las dos primeras escalas de calibración. Como una medida de variabilidad, se calculó el coeficiente de variación (estándar/media) para cada curva. Las intensidades azul y verde tuvieron un CV de 29 y 14 % respectivamente, incluso después de la corrección para la disminución a largo plazo del fotoblanqueo. En contraste, la intensidad independiente de la glucosa tenía un CV de < 1%, lo que también explica el fotoblanqueo a largo plazo. Para este sensor, el factor de corrección GIIC = 0,516 y KDg/KDb = 0,91.The intensities of the sensors were analyzed from a 3-day laboratory experiment. The PEG / GBP-acrylodan sensors were exposed to a continuously variable glucose profile at 34 ° C for 3 days. The profile included two calibration scales before and after three days of variable glucose (Figure 4). The first calibration scale was used to calculate the calibration parameters for each wavelength band. The independent glucose intensity was calculated according to equation (12). The decrease in intensity due to photobleaching during calibration scales causes a poor estimate of the calibration parameters. To correct this, a intensity decrease model [I = aN + b + c * exp (-N / tau), N = exposure number] was used to adjust the measured intensities. The calibration parameters of the binding equation were recalculated for the first scale, and an independent glucose intensity was calculated, as shown in the continuous lines in Figure 5. As can be seen in Figure 5, although fluctuations remain smaller, the resulting intensity curve is very stable compared to large glucose concentration excursions. The solution of equation (13) (product term of falling intensity) produces a similar curve (fine continuous line in Figure 5), but with slight variations in intensity during the first two calibration scales. As a measure of variability, the coefficient of variation (standard / mean) for each curve was calculated. The blue and green intensities had a CV of 29 and 14% respectively, even after correction for the long-term decrease in photobleaching. In contrast, glucose independent intensity had a CV of <1%, which also explains the long-term photobleaching. For this sensor, the correction factor GIIC = 0.516 and KDg / KDb = 0.91.
Como se apreciará, la intensidad independiente de la glucosa también proporciona una señal muy suave a partir de la cual se pueden evaluar efectos a largo plazo como el fotoblanqueo.As will be appreciated, glucose independent intensity also provides a very smooth signal from which long-term effects such as photobleaching can be evaluated.
Ejemplo 3: Prueba de factibilidad (sensor GBP-acrilodan de 31 ga)Example 3: Feasibility test (GBP-acrilodan 31 ga sensor)
Para este ejemplo se utilizó la salida desde dos sensores de mariposa de 31 ga, colocados en tejido ID y SC durante un ensayo de factibilidad. Debido a las pobres estimaciones de KD a partir de calibraciones de 3 puntos, se asumieron valores GIIC de 0,5. Las intensidades fueron normalizadas por el estándar óptico en uso durante este ensayo antes de realizarse los cálculos. En el primer sensor (302 A-ID, figura 6) la disminución de la intensidad es estable durante toda la prueba. Debe tenerse en cuenta que, aunque las estimaciones de glucosa tienen un pequeño intervalo dinámico en relación con los valores reales, las estimaciones del sensor son estables. En el segundo sensor (301 B-SC, figura 7) la disminución de intensidad acelera notablemente después de 550 minutos, yFor this example, the output was used from two 31 ga butterfly sensors, placed in ID and SC tissue during a feasibility test. Due to the poor KD estimates from 3 point calibrations, GIIC values of 0.5 were assumed. The intensities were normalized by the optical standard in use during this test before calculations were performed. In the first sensor (302 A-ID, figure 6) the intensity decrease is stable throughout the test. It should be noted that, although glucose estimates have a small dynamic range in relation to the actual values, the sensor estimates are stable. In the second sensor (301 B-SC, figure 7) the intensity decrease accelerates significantly after 550 minutes, and
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sigue una sobreestimación marcada de la glucosa. Debido a la excursión de glucosa, las intensidades azules y verdes se mueven en direcciones opuestas a los 500 minutos. Como puede apreciarse, la intensidad independiente de glucosa permite ventajosamente la detección de una disminución acelerada, incluso cuando la glucosa está cambiando.Follow a marked overestimation of glucose. Due to the glucose excursion, the blue and green intensities move in opposite directions at 500 minutes. As can be seen, the independent glucose intensity advantageously allows the detection of an accelerated decrease, even when the glucose is changing.
Como puede verse, el uso de relaciones de intensidad a partir de firmas de fluorescencia proporciona un sistema de medición de analito robusto. Usando la misma información de intensidad, puede derivarse una señal independiente del analito, lo que permite separar los cambios de salida del sensor en los causados por el cambio de analito y los causados por otros factores. La generación de una intensidad independiente de glucosa se ha demostrado para aplicaciones in vitro e in vivo de un sensor de glucosa GBP.As can be seen, the use of intensity ratios from fluorescence signatures provides a robust analyte measurement system. Using the same intensity information, an independent analyte signal can be derived, which allows separating the sensor output changes into those caused by the analyte change and those caused by other factors. The generation of an independent glucose intensity has been demonstrated for in vitro and in vivo applications of a GBP glucose sensor.
Un método de ejemplo de acuerdo con una realización de la invención no se describirá en conexión con la figura 8. En la etapa S100, se introduce una proteína de unión al analito suspendida en la matriz, tal como una proteína de unión a la glucosa (GBP). La proteína de unión se marca con un colorante que fluoresce con un espectro de intensidad relacionado con una concentración de la concentración de analito en el entorno. Una fuente de radiación electromagnética se dirige a la GBP en la etapa S 102, y la radiación provoca la fluorescencia de la GBP. En la etapa S 104, se mide una primera intensidad de fluorescencia en un primer componente de frecuencia. El primer componente de frecuencia es preferiblemente mayor que la frecuencia isosbéstica del colorante (intervalo verde). En la etapa S 106, se mide una segunda intensidad de fluorescencia en un segundo componente de frecuencia. El segundo componente de frecuencia es preferiblemente inferior a la frecuencia isosbéstica del colorante (intervalo azul). En la etapa S108, se determina un valor de GIIC basado en la primera y segunda intensidades de fluorescencia medidas. En la etapa S 110, se diagnostica el rendimiento del sensor basándose en el valor de GGIC determinado.An example method according to an embodiment of the invention will not be described in connection with Figure 8. In step S100, an analyte binding protein suspended in the matrix, such as a glucose binding protein ( GBP). The binding protein is labeled with a dye that fluoresces with an intensity spectrum related to a concentration of the analyte concentration in the environment. A source of electromagnetic radiation is directed to the GBP in step S 102, and the radiation causes the fluorescence of the GBP. In step S 104, a first fluorescence intensity is measured in a first frequency component. The first frequency component is preferably greater than the isosbestic frequency of the dye (green range). In step S 106, a second fluorescence intensity is measured in a second frequency component. The second frequency component is preferably lower than the isosbesthetic frequency of the dye (blue range). In step S108, a GIIC value is determined based on the first and second measured fluorescence intensities. In step S 110, the sensor performance is diagnosed based on the determined GGIC value.
Un sistema de ejemplo de acuerdo con una realización de la presente invención se describirá ahora en conexión con la figura 9. El sistema 900 incluye un cuerpo principal 902 que incluye un sistema óptico y un ordenador, microprocesador o cualquier otro procesador 903 adecuado. Un conducto óptico 904, tal como una fibra óptica, conecta el cuerpo principal 902 con una punta de detección 905. La punta de detección 905 incluye un elemento de detección 906, tal como GBP suspendida en la matriz. La GBP suspendida en la matriz es preferiblemente pequeña y puede introducirse en un entorno de analito, tal como tejido subcutáneo o intradérmico, a través de un conducto rígido o semirrígido, tal como una aguja o cánula.An example system according to an embodiment of the present invention will now be described in connection with Figure 9. System 900 includes a main body 902 that includes an optical system and a computer, microprocessor or any other suitable processor 903. An optical conduit 904, such as an optical fiber, connects the main body 902 with a detection tip 905. The detection tip 905 includes a detection element 906, such as GBP suspended in the matrix. The GBP suspended in the matrix is preferably small and can be introduced into an analyte environment, such as subcutaneous or intradermal tissue, through a rigid or semi-rigid conduit, such as a needle or cannula.
El sistema óptico preferiblemente incluye una fuente de excitación 907 para generar luz que se dirige en el conducto óptico 904 y en el elemento de detección 906. El sistema óptico incluye, además, preferiblemente, un primer y un segundo detectores 908, 909 para detectar la intensidad de las señales de fluorescencia recibidas desde el elemento de detección 906 a través del conducto óptico 904. El primer detector 908 detecta preferiblemente la intensidad de fluorescencia a una primera frecuencia que es más alta que el punto isosbéstico del colorante con el que se etiqueta la GBP. El segundo detector 909 detecta preferiblemente intensidad de fluorescencia a una segunda frecuencia que es inferior al punto isosbéstico del colorante. El procesador 903 controla preferiblemente la operación del sistema, incluyendo la alimentación de la fuente de excitación. El procesador 903 también recibe las mediciones de intensidad detectadas desde los detectores 908, 909 y determina un valor de GIIC basado en las intensidades medidas. El procesador determina además un rendimiento del sensor basado en el valor de GIIC determinado. El procesador está conectado además a un dispositivo de salida 910, y puede controlar el dispositivo de salida 910 para proporcionar una salida indicativa del rendimiento determinado. Como un ejemplo, el dispositivo de salida 910 puede proporcionar una alerta audible del procesador 903, que determina que el rendimiento del sensor ha disminuido más allá de un umbral predeterminado.The optical system preferably includes an excitation source 907 to generate light that is directed in the optical conduit 904 and in the detection element 906. The optical system further includes, preferably, a first and a second detector 908, 909 to detect the intensity of the fluorescence signals received from the detection element 906 through the optical conduit 904. The first detector 908 preferably detects the fluorescence intensity at a first frequency that is higher than the isosbestic point of the dye with which the GBP The second detector 909 preferably detects fluorescence intensity at a second frequency that is lower than the isosbestic point of the dye. The processor 903 preferably controls the operation of the system, including the supply of the excitation source. The processor 903 also receives the intensity measurements detected from the detectors 908, 909 and determines a GIIC value based on the measured intensities. The processor also determines a sensor performance based on the determined GIIC value. The processor is further connected to an output device 910, and can control the output device 910 to provide an output indicative of the determined performance. As an example, the output device 910 can provide an audible alert of the processor 903, which determines that the sensor performance has decreased beyond a predetermined threshold.
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